JP3293621B2 - 血液拍出量を決定するための装置 - Google Patents

血液拍出量を決定するための装置

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JP3293621B2 JP50509092A JP50509092A JP3293621B2 JP 3293621 B2 JP3293621 B2 JP 3293621B2 JP 50509092 A JP50509092 A JP 50509092A JP 50509092 A JP50509092 A JP 50509092A JP 3293621 B2 JP3293621 B2 JP 3293621B2
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Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、人の心臓の血液拍出量を決定するための装
置に関する。
血流内に低温液体を注入しかつ規則的な間隔でその下
流を測定する熱希釈（thermodilution）判定の支援によ
り１回拍出量及び心臓血液拍出量を算出することが実際
上知られている。
別の公知の方法においては、人の大動脈において測定
された圧力信号ｐ（ｔ）より１回拍出量Vs及び心臓血液
拍出量又は１分間心臓拍出量Ｑを決定するために、脈拍
輪郭法又は処方が使用される。これに関連して、１回拍
出量は、１収縮又は１拍動に心臓から排出される血液の
拍出量である。典型的な量は例えば70cm3であるが、こ
の量は拍動毎に変化しうる。心臓血液拍出量は単位時間
１分間における心臓が送り出す血液の量である。これに
関連して、典型的な値は５リットル／分であり、この量
は典型的には２から30リットル／分の間で変わりうる。
過去においては、測定された大動脈血圧信号ｐ（ｔ）
と平均大動脈流量ｑ（ｔ）との間に比較的簡単な関係が
仮定された。これに関連して、圧力は比較的容易にうま
く測定できるが流量は測定できないので、出発点は圧力
信号である。実際は、かかる相互関係又は「モデル」
は、最初に仮定されたよりも相当に複雑であることが見
いだされている。特に、このことは、このいわゆる脈拍
輪郭計算が重篤患者の場合に失敗の生ずる病院において
発生する。
特に、普通、大動脈を信号コンプライアンスとして考
えるいわゆる「ウインドケセル（Windkessel）」又はエ
ア・レシーバー・モデルが考えられる（図1b）。この場
合、ウインドケセル−液体及び気体で部分的に満たされ
た容器−であって、流れのサージを吸収し気泡中のサー
ジを緩衝でき、かつ拍動ポンプの下流に組み込まれたウ
インドケセルが意味される。心臓ポンプより排出された
血液の量は大動脈又はウインドケセルに大部分受け入れ
られ、一部は大動脈から分岐した種々の器官の末梢欠陥
部を通って流れ去る。心臓ポンプが血液を排出しない時
期、即ち格調期Tdには、ウインドケセルからの排出流量
が末梢血管部への供給を続ける。このとき、大動脈は気
体を少しも含まずかつ大動脈壁は弾性的であり、この弾
性的な血管壁ウインドケセルと同じ機能を果たすであろ
う。
この概念は無視された種々の要因を含む。第１に、大
動脈は幅よりも長さが大きい。実際上、心臓により作ら
れる圧力波は、大動脈の端部に達するのに0.1から0.3秒
の時間を要し、次いで心臓に戻るためにほぼ同じ時間が
必要であり、一方、心臓の全排出期（収縮時又は収縮
期、Ts）は0.2から0.4秒のみ継続する。排出の開始時に
は、排出流の緩衝用としてコンプライアンスの小部分だ
けが利用可能である。しかし、更により重要なことは、
圧力液の伝播又は移動時間の２倍後に、圧力液振幅が最
初の２倍にはなるが拍出量の２倍を利用できることであ
る。更に、一般に行われる第２の無視項目はウインドケ
セルが線形であることであり、これは圧力を２倍にする
ことにより蓄積される１回拍出量を２倍にできると言う
ことができる。実際に、ジー・ジェー・ランゲウーテル
ズ（G.J.Langewouters）他のジャーナル・オブ・バイオ
メカニックス（J.Biomechanics）17、ページ425−435
（1984）の論文より、何年も前から、圧力ｐと拍出量Ｖ
との間の関係はアークタンジェント関数に従った強度の
非線形である（図3a）ことが知られている。更に、前記
アークタンジェント関数は、患者の年齢及び性別に依存
する。最後に、大動脈から末梢血管部への流出は１カ所
に集中せず大動脈に沿って分布する。言い換えれば、大
動脈の始点における増加圧力は、これが末梢血管部への
種々の分岐点に達する以前にいくらかの時間を要し、増
加した大動脈圧力のため実際に流出が増加する。
要約すれば、これらの無視は、大動脈が線形の挙動を
しないこと、及び大動脈に沿った波の移動による時間の
要約があるということである。
しかし、実際には、別のモデル、いわゆる伝達経路モ
デル（図1a）が想定される。この近似においては、大動
脈は液体（血液）で満たされ、かつ終端部に集中した末
梢血管部への流出のある「適切な」長さの一様な弾性管
として考えられる。かかる管は二つの特性を持つ。管の
始点において心臓により作られた圧力波は有限速度vpで
管の終点に移動し、そこで一部が反射されて管の始点に
戻る。反射波がここに到着するまでに時間がかかるの
で、心臓の送出期、収縮期は既に終わり、大動脈弁は閉
じられ、結局、反射波は閉じられた弁により抑止される
ので、心臓は反射波から何の障害も受けない。「適切な
長さ」とは、波の伝播速度を与える管が、反射圧力波の
直ぐには戻らないことを保証する長さであることであ
る。伝播速度vpは、大動脈の断面積Ａ、大動脈の単位長
さ当たりのコンプライアンスC'及び血液の比重ρによ
り、最初に、次式のように決定される： 伝播速度に加えて、第２の特性は特性インピーダンス
Zoである。このインピーダンスは、圧力波の振幅と大動
脈における随伴流の波の振幅との間の比率を反映し、か
つ断面積Ａ及びコンプライアンスC'にも影響される。実
際上、特性インピーダンスは次式で与えられる： 圧力ｐ（ｔ）との流量ｑ（ｔ）との間の比率が一定であ
りかつ式ｑ（ｔ）＝ｐ（ｔ）/ZOで与えられることは、
少なくとも反射圧力（及び流量）の波が戻るときまで、
大動脈の始点における圧力液と流量波とは形状が同じで
あることを意味する。
このモデルは、１回拍出量の計算にはあまり重要では
ないが、ある状況下では計算をあまりにも不正確とする
種々の近似を含む。第１に、このモデルでは、実際に
は、大動脈は圧力ｐと拍出量Ｖ、従って一定長さの大動
脈の場合の断面積Ａ＝V/lとの間の関係に関して線形的
な挙動をしない。単位長さ当りコンプライアンスC'は、
通常の圧力poにおいては断面積の圧力に関する導関数、
即ちC'＝［dA/dp］ｏであるので、Ａは圧力の上昇とと
もに増加するであろうが、同時に、大動脈が前述のアー
クタンジェント関数（図3b）に従って圧力上昇により膨
張しにくくなるのでC'は減少するであろう。特定の圧力
領域においては、これら２個の要因はZOについての式に
おいて互いに補償し、後者はZOについては見かけ上一定
となるであろう。より高い圧力においてはC'の減少がＡ
の増加よりも速やかに生じ、特性インピーダンスZOはＡ
とC'との積の逆数の平方根に従って徐々に増加し始める
であろう。従って、この非線形は役に立つが、しかしウ
インドケセル・モデルほどではない。第２の近似は、大
動脈を一様とすることである。実際は、大動脈は断面が
一様でないだけでなく、血管壁の膨張性も一様でない。
大動脈断面積は末梢に向かって減少する。最初は、大動
脈の分岐動脈は、圧力波及び流量波がその分岐に達する
と直ちに全断面積に寄与し始めるので前記減少は補償さ
れる。しかし、更に血管壁は末梢に向かって膨張性が減
少する。これは、それ自体がコンプライアンスC'の減少
を明示する。特性インピーダンスの式中のＡ及びC'の両
者は、大動脈を通じて末梢に向かって減少するため、zo
は増加するであろう。このことは、モデルに仮定された
大動脈管の終点における末梢部の抵抗の単一反射の問題
はないが、大動脈全体に沿い始めは小さいが収縮期に後
者を相当に増加させる反射が分布することを意味する。
収縮期は短いので、心臓は、収縮時に大動脈の始点にお
いて（低い）インピーダンスに合うだけであるが、長く
続いた収縮では心臓は（高い）末梢部インピーダンスも
経験する。これは、血液の瞬間排出量が増加する反射イ
ンピーダンスにより徐々に抑止されるので、これが収縮
の進行と共に次第に小さくなることを意味する。
第３の近似は次の通りである。血液が圧力の増加によ
り大動脈内に圧入された後に、次の拡張期の圧力が直ち
にゼロにならないことは勿論であるが、大動脈は末梢抵
抗を経て徐々に空虚になるであろう。これに続いて、次
の拍動が幾らか増加した圧力に対して押し出され、事実
上、この二つの圧力が互いに重ねられるであろう。拡張
圧力は、収縮時の内向きの流れと拡張時の外向きの流れ
とが平衡に達するまで、各拍動毎に常に増加するであろ
う。これがウインドケセルの機能を補償する。
最後に、流出が大動脈の終点に集中せずその全長に亙
って分布されることもまた真実である。
纏めれば、これらの無視は、大動脈が非線形の性質を
有しかつ一様として考えられないことの結果である。
上のモデルの概念は、両者とも、その目的がモデルを
使用して収縮中の時間の関数として大動脈圧力から大動
脈流量のパターンを算出することであるならば適切でな
い。伝送線路モデルにより見いだされる曲線は持続時間
の短い収縮という条件下の適宜量の実際の流量曲線に似
ているだけである。ウインドケセルモデルは、実際、流
量曲線の計算もできない。実際は、両方のモデルでは、
心臓の１回拍出量のみ、即ち１回の収縮について積分さ
れた流量曲線が圧力曲線から作られるだけである。
本発明の目的は、上述の問題を無くし、かつウインド
ケセル特性及び伝送線路特性の両者を考慮した１回拍出
量及び心臓血液拍出量の前記決定のための装置を提供す
ることである。このことは、圧力ｐ（ｔ）から流量ｑ
（ｔ）を算出しかつ収縮期に亙る流量を積分することに
より、最初に説明された形式の方法で達成される。この
場合、大動脈は、ウインドケセルコンプライアンス、及
びアークタンジェント関係としての大動脈における圧力
／流量に関係で補足された伝送線路として考えられる。
この場合は、非線形の大動脈特性が重要でありこの方法
に含まれるが、もし流量曲線が、収縮期中、連続的に計
算され表示できるならば、この方法の諸段階の精度の検
証のために有利である。この場合、流量曲線の積分より
１回拍出量が得られる。
本発明は、図面を参照した実施例に基づきより詳細に
説明されるであろう。図面において、 図1a及び1bは、公知の２種の脈拍計数器モデル、即ち
ウインドケセルモデル及び均一伝送線路モデルを示す。
図2a及び2bは、それぞれ、ウインドケセル機能により
補足された伝送線路モデルに基づく本発明による脈拍計
数器モデルの末梢部流出のある場合とない場合とを示
す。
図3aは、40歳男子の大動脈に対する様式化された圧力
／断面積及び単位長さ当たりの圧力／コンプライアンス
の関係のグラフを示す。
図3bは、初期値として動脈の最終拡張期圧力を使用し
た線形化圧力の計算の線図的表現を示す。
図4a及び4bは、それぞれ、脈拍計数器モデルの支援に
より計算された入力圧力信号ｐ（ｔ）及び計算流量曲線
ｑ（ｔ）を示す。
図５は、熱希釈決定数に対して描かれた６名の心臓切
開手術患者の脈拍計数器（線）及び熱希釈（ｏ）心臓血
液拍出量のグラフを多数示す。
本発明は、伝送線路モデル、特に圧力波及び流量波が
固定要因、少なくとも末梢部から心臓に反射が戻るより
以前の特性インピーダンスZoと関係する伝送線路特性を
仮定する。このモデルは早期の反射による心臓からの外
向き流の漸進的な抑止及び拡張期ウインドケセル作用を
欠如している。本発明により、これら二つの欠点は、伝
送線路モデルに１個の要素手段、大動脈ウインドケセル
コンプライアンスCwを付加することにより無くされる
（図2a参照）。結局、収縮期においては、流量は、最初
はZoにより決定され、次いで、流入量ｑ（ｔ）によりウ
インドケセルレシーバー内に作り上げられたpw（ｔ）の
圧力上昇により送出期中に段々と抑止される。
別な省略は、末梢部流出が伝送線路の終点に集中する
と考えることである。本発明による相当末梢部抵抗RPと
ウインドケセルコンプライアンスCWとの新しい組合せの
結果、後者は、（低域濾波されたのもではあるが）平均
圧力と連結され、従ってより良く現実を表す。図2b参
照。このモデルについては、内向き流量ｑ（ｔ）から外
向き流量 が差し引かれ、従って内向き流の抑止は幾分かゆっくり
と生ずる。
本発明による改良されたモデルは線形の時間不変要素
を含む。実際は、圧力／断面積の関係がアークタンジェ
ントに従って変化する強度の非線形大動脈に関心があ
る、本発明により、２種のバージョンが可能である。第
１のバージョンにおいては、この方法で記録された圧力
曲線がまず線形化され、次いで線形脈拍輪郭モデルに適
用される。第２のバージョンにおいては、この方法で測
定された圧力は所与と考えられるが、脈拍輪郭モデルに
は圧力依存要素が設けられる。
線形化された圧力曲線モデル： この第１のバージョンにおいては、ある量の血液が心
臓により大動脈内に圧送され、かつこれに続いて圧力が
上昇するので、圧力曲線は上昇すると仮定する。圧力の
上昇の大きさは大動脈の圧力／拍出量の関係に依存す
る。高圧においては、少しの拍出量増加が大きな圧力上
昇をもたらし、一方、低圧においては同じ拍出量はより
小さな圧力上昇をもたらすであろう（アークタンジェン
ト関係）。しかし、既知であると仮定された圧力／拍出
量の関係の手段により、大動脈が線形の圧力／拍出量の
関係を持ったときに存在したであろう圧力曲線を算出す
ることが可能である。この方法は簡単な方法でグラフ的
にこれを示すことができる（図3b参照）。各拍動に対し
て、圧力曲線の放出期の始点及び組み合わせられた最終
の拡張期圧力pdが決定される。前記圧力において、非線
形の大動脈圧力／拍出量の関係、又は大動脈の長さを一
定としたときの圧力／断面積関係は、曲線のタンジェン
トの手段により線形化され、圧力曲線上で得られる圧力
サンプル毎に相当線形圧力が計算される。初期圧力を70
mmHgと仮定すると、圧力サンプル100mmHgのこの例で
は、相当線形圧力はほぼ92mmHgとなる。次いで、この圧
力が脈拍輪郭モデルに加えられる。このモデルは、適用
可能な圧力／断面積の関係から算出された特性インピー
ダンス及びウインドケセルコンプライアンスについて、
関係の拍動に対する最終拡張期圧力と組み合わせられた
値を持つ。
非線形モデル： この第２のバージョンにおいては、圧力曲線は、上と
同じく、そのウインドケセル特性だけでなくその総ての
特性を与えられた非線形大動脈内への血液の外向き流の
結果として上昇する。このとき、圧力曲線には線形修正
は適用されず、そのまま受け入れられる。しかし、関係
の拍動の拡張期中は、特性インピーダンス及びウインド
ケセルコンプライアンスの値は、いかなるときもこれが
存在するように圧力値に従って変化し、かつ上述の式に
従って非線形アークタンジェントの圧力／断面積の関係
から計算される。圧力サンプルが得られたときはいつで
も、組み合わせられた特性インピーダンス及びウインド
ケセルコンプライアンス、並びに流れにおけるこれらの
変化された値の効果が算出される。
アークタンジュント関係の使用： ランゲウーテルズ他によれば、大動脈断面積と大動脈
圧力との間の関係は、次式を用いてこれを特定すること
がてきる： Ａ（ｐ）＝Am［0.5＋（1/π．）tan-1｛（ｐ−po）/p1｝］ （１） ここに、Ａ（ｐ）は圧力ｐの関数としての断面積、Amは
非常に高圧力における限界断面積、そしてp0とp1とはそ
れぞれ関係式の変曲点における圧力と変曲点における関
係式の傾斜である。典型的な曲線は図3a参照。
圧力の関数としての単位長さ当たりのコンプライアン
スC'はｐに関しての微分の結果として以下の通りであ
る： ここに、Cm＝Am/πp1はｐ＝p0における最大コンプライ
アンスである。パラメーターAm、p0及びp1の値はランゲ
ウーテルズ他の研究から知られる。特に、これらのパラ
メーターは人の性別及び年齢に依存する。更に、Amの値
には約20％の分散がある。従って、約20％の標準偏差を
許容すると考えない限り、より正確な較正なしに絶対的
な意味における脈拍輪郭モデルにおける要素の値を決定
することはできない。
Z0及びvpは、この方法で見いだされたＡ及びC'の支援
で容易に計算できる。大動脈のウインドケセルコンプラ
イアンスを計算するためには、更に１個のパラメータ
ー、即ち大動脈の有効長さを必要とする。ウインドケセ
ルコンプライアンスは、単位長さ当たりのコンプライア
ンスと有効長さとの積、CW＝C'である。成人についての
良好な値は60cmである。
末梢部抵抗の値： 図2bの脈拍輪郭モデルは、並列な総ての血管排出床の
全末梢部抵抗Rpを含む。後者の値は最初は未知数であ
る。最初に１回拍出量Vsを算出した後で、心拍数f,即
ち、１分間当たりの心臓の拍動数は、ｆ＝60/Tとして、
収縮時間と拡張期間との和Ｔ＝Ts＋Tdから見いだせる。
心臓血液拍出量は心拍数と関係の拍動に対する１回拍出
量との積として計算することができる； Ｑ＝fVs （３） 平均大動脈圧力も、ある時間にわたる圧力の積分をそ
の時間で割ったものとして知られる： 次いで、末梢部抵抗の値は容易に次のようになる： RP＝pm/Q （５） 末梢部抵抗は緩慢にしか変化しないので、今の拍動から
算出されたその値は、これを次の拍動の流量計算に使用
することができる。第１の拍動に対しては、合理的な初
期値の推定を行わねばならないであろう。収縮期におけ
る流量値は末梢部抵抗値には強く依存しないので、この
方法で急速な収束が得られる。
脈拍輪郭モデルを使用した流量の計算： 適宜の時間における流量ｑは、シミュレーションを使
用してこれを計算することができる。これに関連して、
2bのモデルの挙動を記述する式が作られる。大動脈の流
量は次式に従う： ｑ（ｔ）＝1/Z0）・｛（ｐ（ｔ）−pw（ｔ）｝ 末梢部抵抗を通る流量は次式に従う:qR（ｔ）＝pw/
RP;また、エアレシーバーコンプライアンスCWは次式に
従う： VW（ｔ）＝V0＋∫｛（ｑ（ｔ）−qR（ｔ）｝dt,ここ
に、V0はCWにおける最初の拍出量である。最後に、エア
レシーバー内の圧力は拍出量／圧力の関係pw（ｔ）＝ｆ
（VW（ｔ））に従う。
先に述べたように、１回拍出量VSは収縮期中の流量を
積分することにより流量曲線から見いだすことができ、
更に式（３）、（４）及び（５）に示されるように、心
拍数ｆは60を各拍動時間で割った商として、また心臓血
液拍出量Ｑは１回拍出量VSと心拍数ｆとの積として、そ
の末梢部抵抗RPは平均圧力pmを心臓血液拍出量Ｑで割っ
た商として見いだすことができる。
62歳の男子患者についての測定された圧力曲線及びこ
れから算出された流量曲線が図４に示される。各拍動の
前に、図４の圧力曲線の上昇端の始点がパターン認識ア
ルゴリズムを用いて決定される。このとき、曲線の拡張
期圧力pdが記録され、更に後者により、特性インピーダ
ンス及びウインドケセルコンプライアンスの正確な値が
関数発生器を使用して見いだされ、モデルに適用され
る。圧力は、アークタンジェント圧力／断面積の関係を
使用して線形化され、モデルに加えられる。アークタン
ジェント圧力／断面積の関係を決定するパラメーターの
正確な値は、ランゲウーテルズ他による回帰式に従い、
年齢ｎ歳の女子及び男子についてそれぞれ次の通りであ
る。
女子 男子 Am＝4.12 Am＝5.62 p0＝72−0.89n p0＝76−0.89n p1＝57−0.44n p1＝57−0.44n ここに、Amはcm2で、圧力ｐはmmHgで、そして年齢ｎ
は年で表す。
明らかに、これらの計算はデジタルプロセッサーによ
り有利に遂行することができる。この目的に対しては、
連続圧力曲線を規則的間隔を有する一連のサンプルに置
換し、得られた各サンプル毎に計算を繰り返すことが必
要である。従って、流量曲線はこの時間間隔の各瞬間に
利用可能となる。好ましいサンプル間隔10msである。高
速コンピューターが利用できれば精度の限界の改良だけ
でなく、より短い5msの時間間隔が可能である。１回拍
出量の計算のための流量曲線の積分は、収縮期における
流量のサンプルの足し算で置換される。
新しい方法の精度： この新しい方法は心臓切開手術を受けた６名の患者で
評価された。心臓血液拍出量についての基準値は、呼吸
サイクルに亙って正確に規則的に分布された冷液の注入
後に少なくとも４回、熱希釈（TD）定量を繰り返すこと
により手術中の何回かの瞬間に測定された。１回の熱希
釈定量はあまりにも不正確であった。特別な特徴は、呼
吸サイクルに亙り規則的に広がるように４回の定量が注
入されることであり、その結果、この４個の値を平均す
ることは、実際の心臓血液拍出量の推定量の精度を係数
４で改良することを意味する。この改良は機械的吸入法
により達成しただけであり、従ってもし患者が自発呼吸
するならば達成しない。図５に記されたように、自発呼
吸は第１の定量中に、即ちｓにおいて常に生じ、続く総
ての定量中、患者は麻酔をかけられ人工通気される。
この新奇な脈拍輪郭法により算出された心臓血液拍出
量は比較のために同時に記録される。その結果が図５に
各患者後とに別々に示される。患者番号8910から9212及
び8915から8917についての同時定量の数、平均誤差、誤
差の標準偏差（SD）及び誤差範囲が表１に示され、かつ
グループで平均された。６番目の患者は３個の定量値に
つき大きな誤差がある点に注意されたい。これらは、全
心臓−長バイパスの期間後に行われ、この間、心臓は既
に鼓動し血液を圧送していたが心肺機械のポンプはなお
毎分約１リットルで支援していた。この流量は、実際は
熱希釈法で測定されたのもであり脈拍輪郭法によったも
のではなく、この矛盾を生じた。
比較のために、心臓血液拍出量はウェセリング他のUS
3841313による初期の方法によっても計算された。この
方法は文献において最も正確であるとして知られる。こ
の場合の平均誤差の標準偏差は、新奇な方法の８％に対
して12％であった。
概説すれば、この新方法での最後の２列に示された平
均誤差は、旧方法によるよりも計数 以上小さかった。
手術室又は集中治療室における患者の集中看視中は、
大動脈の動脈圧力を記録することは稀に可能であるだけ
である。患者に対する便利と安全の理由で、通常は橈骨
又は上腕又は指の動脈の圧力が非侵略的に記録されるで
あろう。この圧力は変形され大動脈圧力と比較される。
即ち圧力曲線の形状が変えられる。これは次の事実によ
る。即ち、大動脈において作られた圧力曲線が動脈系統
を経て、より末梢に置かれた上腕、脈拍又は指に伝わる
こと、及びその伝達経路はある種の特性を有することで
あり、この伝達経路の特性中で最も重要なものはその狭
帯特性とその低周波共振である。多数の患者のこれら特
性を測定することは可能である。これに関連し、発明者
は、伝達特性は平均値を中心とした比較的小さな範囲に
あることを見いだした。この事例では、濾波器内の反共
振により共振特性を修正することが可能であり、その結
果、心臓の左半分の脈拍輪郭１回拍出量を正確に決定す
ることが実際に可能である。良好な近似のためには、こ
の目的で１個の２次濾波器を使用できる。実際上は、デ
ジタルのII R（不定期間インパルス反応）２次又は３次
の濾波器を使用し、平均共振を周波数8Hzまで正確に修
正する。
この場合、一連の入力信号サンプルxnに基づいて一連
の出力信号サンプルynが次式を使用して計算される： ここに、ｃ及びｄは一定の濾波器定数である。２次濾波
器に対しては、次式が使用される。
C0＝0.077 d1＝1.484 d2＝−0.561
フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭58−216034（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−1230（ＪＰ，Ａ) Ｗ．Ｈ．ＧＵＩＥＲ ｅｔ ａｌ．, Ｂｅａｔ−ｂｙ−Ｂｅａｔ Ｓｔｒｏｋ ｅ Ｖｏｌｕｍｅ ｆｒｏｍ Ａｏｒｔ ｉｃ−Ｐｕｌｓｅ−Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ａｎａｌｙｓｉｓ，ＩＥＥＥ Ｔｒａｎ ｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ ＢＩＯＭＥＤ ＩＣＡＬ ＥＮＧＩＮＥＥＲＩＮＧ，Ｖ ｏｌ．21／Ｎｏ．４，285−292 Ｇ．Ｊ．ＬＡＮＧＥＷＯＵＴＥＲＳ ｅｔ ａｌ．，ＴＨＥ ＳＴＡＴＩＣ ＥＬＡＳＴＩＣ ＰＲＯＰＥＲＴＩＥＳ ＯＦ 45 ＨＵＭＡＮ ＴＨＯＲＡＣ ＩＣ ＡＮＤ 20 ＡＢＤＯＭＩＮＡＬ ＡＯＲＴＡＳ ＩＮ ＶＩＴＲＯ Ａ ＮＤ ＴＨＥ ＰＡＲＡＭＥＴＥ，Ｊｏ ｕｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉ ｃｓ，Ｖｏｌ．17／Ｎｏ．６，425−435 (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/00 - 5/0295

Claims (9)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】対象の動脈血圧を測定して、収縮及び拡張
    期からなる対応する大動脈血流圧信号を生成するセンサ
    ーと、 大動脈における非線型圧力−量関係のアークタンジエン
    ト関係を提供する、ウインドケセルコンプライヤンスで
    補足された伝送路としての、大動脈のシミュレーション
    モデルと、 上記モデル内に圧力を導入し、時間の関数として、そこ
    から出る流れを計算する導入手段と、 収縮期にわたって流れを積分し、拍出量を提供する積分
    手段と を具備することを特徴とする対象の脈拍状の大動脈血流
    圧信号から血液拍出量を決定するための装置。
  2. 【請求項２】アークタンジェント圧力−容積関係が、 Ａ（ｐ）＝Am［0.5＋（1/π）・tan-1｛（ｐ−pO）/
    p1｝］ ここで、 Ａ（ｐ）は圧力ｐの関数としての断面積、 Amはごく高圧における限界断面積、 p0はアークタンジェント関係の変曲点における圧力、 p1は変曲点におけるアークタンジェント関係の傾斜 に従う、大動脈圧力／断面積から、固定大動脈長さで、
    導かれる請求項１の装置。
  3. 【請求項３】測定された圧力がシミュレーションモデル
    に連続的に導入され、 各拍動毎にアークタンジエントの関係に従って、伝送線
    路の特性インピーダンス及びウインドケセルコンプライ
    アンスが、ウインドケセルコンプライアンスの圧力に、
    連続的に適用される請求項２の装置。
  4. 【請求項４】大動脈の線形圧力／容積関係の基礎で圧力
    が線形され、 最終拡張圧力と関連する伝送線路の特性インピーダンス
    の値及びウインドケセルコンプライアンスを維持して、
    上記圧力がパルス輪郭モデルに導入される請求項２の装
    置。
  5. 【請求項５】流量ｑ（ｔ）が ｑ（ｔ）＝（1/Z0）・｛（ｐ（ｔ）−pw（ｔ）｝ ここで、 pwはコンプライアンス圧力、 ρは血液の比重、 C'（ｐ）＝Cm/｛１＋（ｐ−p0）2/p1 2｝ ここで、 Cm＝Am/πp1はｐ＝p0における最大コンプライアンス の式により計算される請求項４の装置。
  6. 【請求項６】心臓血液拍出量Ｑが１回拍出量と心拍数と
    の積として計算される請求項１の装置。
  7. 【請求項７】Rp＝pm/Q の式による末梢部抵抗RPが計算され、ここで、 pm＝平均圧力＝（1/T）・∫ｐ（ｔ）dt であり、 qRp（ｔ）＝pw/Rp の式で、末梢部抵抗RPから流量が計算されるる請求項６
    の装置。
  8. 【請求項８】橈骨又は上腕の動脈血圧を測定する手段を
    備えており、伝達により生じた圧力曲線の共振歪を修正
    するために圧力信号に濾波作業が行われる請求項１の装
    置。
  9. 【請求項９】指で、非侵略的に血圧を測定する手段を備
    えており、 伝達により生じた圧力曲線の共振歪を修正するために圧
    力信号に濾波作業が行われる請求項１の装置。
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